專利名稱：用于產(chǎn)生高時間分辨率的磁共振圖像的方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于在^t共振設(shè)備中產(chǎn)生高時間分辨率的MR照片的方 法。本申請尤其是但不只是用于借助磁核共振產(chǎn)生血管造影照片。
背景技術(shù)：
在大多數(shù)MR應(yīng)用中，期望在所拍攝的MR圖像中獲得很高的空間分辨率， 而不會顯著延長拍攝時間。但如果在保持奈奎斯特條件下拍攝MR原始數(shù)據(jù)組， 則意味著掃描速率是待顯示的極限頻率的兩倍，由此隨著位置分辨率的提高拍 攝時間也自動延長，因為必須在K域中采集更多的原始數(shù)據(jù)點。除了常見的MR拍攝機制之外，還采用K域的徑向?qū)ΨQ拍攝技術(shù)，以總體 上加快原始數(shù)據(jù)拍攝。在C.A.Mistretta在Magnetic Resonance in Medicine 55:30-40頁(2006 )的 "Highly Constrained Backprojection for Time-Resolved MRI" 中，描述了 一種采 用徑向K域拍攝技術(shù)來產(chǎn)生血管造影照片的方法。在此用不同的徑向投影拍攝 多個欠掃描的MR原始數(shù)據(jù)。將不同的欠掃描的原始數(shù)據(jù)累加起來，并通過經(jīng) 過濾波的反投影產(chǎn)生空間分辨率高的血管造影圖像。同樣對于每個拍攝原始數(shù) 據(jù)組執(zhí)行一次未經(jīng)濾波的反投影，在此在對信號強度標準化之后將各個欠掃描 的MR圖像與平均后的MR圖像相乘，以總體上獲得多個高時間分辨率的MR 圖像。但該方法具有很多缺陷反投影的計算限制了所述方法對徑向拍攝技術(shù) 的應(yīng)用。該方法對其他拍攝技術(shù)如螺旋形拍攝技術(shù)或其他拍攝技術(shù)的應(yīng)用也不 可能進行。此外該方法還包含從位于笛卡爾坐標系中的經(jīng)平均的MR圖像中計 算出反投影的步驟。該方法步驟很復(fù)雜而且非常耗時。發(fā)明內(nèi)容因此本發(fā)明要解決的技術(shù)問題是提供一種用于產(chǎn)生高分辨率的MR照片的 方法，該方法同樣可以產(chǎn)生具有可接受的空間分辨率的高時間分辨率的MR照v片，該方法很簡單而且可以在很多拍攝技術(shù)中使用。根據(jù)本發(fā)明的第一方面，提出了一種用于在MR設(shè)備中產(chǎn)生MR照片的方 法，其中用K域中的非常量密度拍攝多個欠掃描的MR原始數(shù)據(jù)組。此外對欠 掃描的MR原始數(shù)據(jù)組進行密度補償，根據(jù)待顯示解剖器官的幾何結(jié)構(gòu)來選擇 該密度補償。這意味著，密度補償可以與待顯示解剖器官一致地變化。在下一 個步驟中，將欠掃描的MR原始數(shù)據(jù)組轉(zhuǎn)換到笛卡爾坐標系中。在變換到笛卡 爾坐標系、即所謂的重定格(Regridding)之后，在空域(Ortsraum)對原始數(shù)據(jù) 進行傅立葉變換以產(chǎn)生欠掃描的MR圖像。在下一個步驟中，基于所拍攝的欠 掃描的MR原始數(shù)據(jù)組產(chǎn)生平均MR圖像。現(xiàn)在可以產(chǎn)生高時間分辨率的MR 圖像，其中將欠掃描的MR圖像與平均MR圖像相乘。本發(fā)明的基本思想基于 以下事實尤其是在血管造影拍攝的使用過程中待顯示的血管僅稀疏地分布在 空間中，即分布在圖像中。這意味著在待顯示的血管之間基本上沒有信號。由 此推斷，可以用具有寬的點擴散函數(shù)的圖像來顯示該血管或待顯示的解剖器官。 總的來說欠掃描的MR原始數(shù)據(jù)的使用擴大了點擴散函數(shù)。因此可以用強欠掃 描的數(shù)據(jù)來記錄與時間有關(guān)的信號強度。待顯示的幾何結(jié)構(gòu)如血管的位置通過 經(jīng)平均的MR圖像來確定，該MR圖像基于多個欠掃描的MR原始數(shù)據(jù)組?，F(xiàn) 在可以產(chǎn)生高時間分辨率的MR圖4象，其中將由欠掃描的MR原始數(shù)據(jù)組計算 出的各個欠掃描的MR圖像與經(jīng)平均的MR圖像相乘?，F(xiàn)有技術(shù)的方法的復(fù)雜 度主要由于該方法基于以下思想各個高時間分辨率的MR圖像是各個圖像的 動態(tài)加權(quán)系數(shù)。但是這種加權(quán)系數(shù)是不需要的，因為MR圖像不是建立在專用 的強度標度上。按照本發(fā)明，只需要產(chǎn)生將沒有信號的背景和血管分開的對比 度。因此可以棄用從獲得的MR圖像中計算數(shù)據(jù)的反投影。在上述C.A.Mistretta 的現(xiàn)有技術(shù)中，通過除以從參考圖像中逆向計算出的未濾波投影來對單幅圖像 的未濾波投影進行標準化。不是進行反投影而是執(zhí)行所謂的重定格，即將在K 域中非常量密度拍攝的數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換到笛卡兒坐標系中，由此接著可以通過快速傅 立葉變換方法而變換到圖像空間。根據(jù)本發(fā)明的另一重要方面，該密度補償依 據(jù)待顯示解剖器官的結(jié)構(gòu)如待顯示血管的結(jié)構(gòu)而變化。本發(fā)明的方法可用于很多方面，因為該方法不像現(xiàn)有技術(shù)的方法那樣僅限 于徑向K域拍攝技術(shù)。此外本發(fā)明的方法還棄用了上述對數(shù)據(jù)的反投影計算， 由此簡化了圖像計算，因為投影的反向計算在數(shù)學(xué)上非常麻煩。本發(fā)明的另一 方面基于以下事實依據(jù)待顯示的解剖結(jié)構(gòu)來選擇密度加權(quán)。在優(yōu)選實施方式中，采用用于產(chǎn)生血管造影照片的方法，其中該方法尤其 可用于經(jīng)過造影劑強化的血管造影。在經(jīng)過造影劑強化的血管造影中，重要的 是可靠地檢測造影劑在各個血管分支中的分布。總的來說，在靜態(tài)血管造影照 片中期望顯示動脈。因此該圖像拍攝必須限于造影劑回流到靜脈之前的時間。 本發(fā)明尤其在動態(tài)血管造影中使用，在此時間分辨地顯示造影劑流過動脈(和 靜脈)。在這種情況下可將數(shù)據(jù)拍攝擴展到靜脈階段。由此參考圖像包含兩種血管類型。通過與欠掃描的MR圖像相乘來分離血管。當(dāng)然，在動脈和靜脈緊鄰 時，有利的是抑制參考圖像中的靜脈，其方法是僅從有限數(shù)量的欠掃描的MR 原始數(shù)據(jù)組中來再現(xiàn)參考圖.像，這當(dāng)然對圖像質(zhì)量是不利的。優(yōu)選地，在K域中用徑向投影拍攝MR原始數(shù)據(jù)組，其中對不同的欠掃描 的MR原始數(shù)據(jù)組采用不同的徑向?qū)啊Ｍㄟ^對各個原始數(shù)據(jù)組采用不同的徑 向投影，可以接著通過求和獲得平均的高分辨率的數(shù)據(jù)組，該數(shù)據(jù)組是平均 MR圖像的基礎(chǔ)，該平均MR圖像又是乘以高時間分辨率的、欠掃描的MR圖 像所需要的。優(yōu)選地，在將原始數(shù)據(jù)組轉(zhuǎn)換到笛卡兒坐標系中之前進行密度補償?？偟?來說在用非常量密度拍攝K域時，可以在轉(zhuǎn)換到笛卡兒坐標系的運算之前或之 后進行密度補償。但優(yōu)選的是在執(zhí)行所謂的重定格運算之前進行密度補償。在 將數(shù)據(jù)組轉(zhuǎn)換到笛卡兒坐標系之后的密度補償大多只能在K域中的密度變化率 不是太大時才令人滿意。尤其是對于徑向拍攝的數(shù)據(jù)組來說，在K域中心附近 的密度變化比較大，因此優(yōu)選對于徑向拍攝的原始數(shù)據(jù)組在將原始數(shù)據(jù)組轉(zhuǎn)換 到笛卡兒坐標系之前進行密度補償。此外，密度補償和到笛卡兒坐標系的轉(zhuǎn)換優(yōu)選在K域進行，這是為了給出 均勻的笛卡兒原始數(shù)據(jù)組，對該笛卡兒原始數(shù)據(jù)組可以采用快速傅立葉變換算 法。這大大加快了 MR圖像數(shù)據(jù)的計算，并在總體上縮短了計算MR圖像的計 算時間。在高時間分辨率的MR圖像中，由欠掃描的MR圖像與平均MR圖像的乘 積給出的血管的強度與平均強度的平方成正比。例如通過產(chǎn)生該乘積的根，可 以在待顯示MR圖像上實現(xiàn)基本上線性的強度標度。但是為了顯示MR照片還 可以采用其它任何非線性的標度(Skalierung )。為了進行密度補償，可以采用密度補償函數(shù)，其中依據(jù)待顯示的血管結(jié)構(gòu) 或解剖結(jié)構(gòu)改變密度補償函數(shù)的斜率?？梢詫⒃诟邥r間分辨率的MR圖像中的點擴散函數(shù)與待顯示的血管結(jié)構(gòu)匹配。對于緊靠在一起的血管結(jié)構(gòu)需要窄的點 擴散函數(shù)，以便能彼此分離地顯示兩個血管的強度變化。該點擴散函數(shù)可以通 過更改密度補償函數(shù)受到影響。通過減小密度補償函數(shù)的斜率，放大了圖像中 的信噪比并減小了欠掃描偽影，但是同時降低了空間分辨率，即點擴散函數(shù)增大了 。如果K域掃描不完全，即如杲對K域掃描不足的話，這意味著在K域 邊緣圖像點之間的方位距離由于投影的次數(shù)太少而大于圖像點的徑向距離，而 且采用與完全掃描匹配的密度補償函數(shù)，則點擴散函數(shù)由亍條紋偽影而不是局 部的。這意味著點擴散函數(shù)(PSF)由具有圍繞中心部分的無偽影半徑的清晰 中央分量和清晰條紋組成，該條紋從無偽影半徑之外開始并一直延伸到圖像邊 緣。PSF的這些清晰條紋在圖像中產(chǎn)生遠離所屬圖像點的信號分量。但在采用 本方法時，這意味著通過這些條紋偽影在沒有信號強度的血管中的對信號強度 成像，在此該強度僅通過條紋偽影產(chǎn)生。對于對比度加強的血管造影照片來說， 這意味著顯示了具有強度的血管，盡管該血管在信號拍攝時還沒有造影劑流過。 因此必須減少或抑制這種條紋偽影。這可以通過選擇適當(dāng)?shù)拿芏妊a償函數(shù)的斜 率來進行?？傊?，可以依據(jù)血管造影照片中待顯示血管的空間距離來選擇密度 補償函數(shù)。密度補償函數(shù)應(yīng)當(dāng)補償K域中具有非常量密度的照片，從而優(yōu)選選擇與掃 描K域的密度成反比的密度補償函數(shù)。如果在大的K值下限制了該密度補償函 數(shù)，即高K值、也就是高信號頻率在圖像中被抑制，則同樣可以抑制圖像中的 條紋偽影。密度補償函數(shù)在高K值時的受限相當(dāng)于對該圖像使用的的低通頻率 濾波器。這導(dǎo)致兩個效果 一是低通濾波擴展了密度補償函數(shù)的中心部分，也 就是導(dǎo)致圖像中信號模糊，二是減小了條紋偽影的強度。由此優(yōu)選可以直到預(yù)定的值k0與掃描K域的密度成反比地選擇密度補償 函數(shù)。對于值k>k0可以選擇為常量或者具有負斜率的密度補償函數(shù)。在利用 徑向投影二維地拍攝K域時，所拍攝的K域的密度與半徑成反比地減小。這意 味著，在二維地拍攝K域時對于值k<k0可以選擇密度補償函數(shù)與k成正比。 在利用徑向投影三維地拍攝K域時，對于更大K值或半徑密度成平方地減小。 由此可以在三維地拍攝K域時選擇密度補償函數(shù)與k平方成正比。密度補償函 數(shù)的這種線性或平方的增長，僅限于大于kO的值，例如可以將密度補償函數(shù)選 擇為恒定，或者其斜率減小，從而總體上濾波效果隨著K域值的增加而上升。 這意味著對于k>k0的值，圖像的絕對值隨著k的增大而緩慢地降至0。總之，密度補償函數(shù)最多應(yīng)當(dāng)劇烈衰減到使得點擴散函數(shù)的中心部分窄于 待比較血管的一半間距。但是無論如何都必須對大的K值盡量衰減密度補償函 數(shù)，以使條紋偽影足夠地被抑制，從而使得空間上彼此遠離的信號動態(tài)特性不 會混合。根據(jù)待顯示的幾何結(jié)構(gòu)，可以這樣調(diào)整密度補償函數(shù)，使得或者圖像 清晰度增大，這意味著好得象不進行密度補償那樣，但是這又增大了條紋偽影， 或者更強烈地抑制條紋偽影，而這又導(dǎo)致圖像中更強烈的信號模糊。欠掃描的MR圖像中的模糊不會導(dǎo)致MR照片中血管的圖像模糊，而是導(dǎo) 致通過將欠掃描的MR圖像與平均MR圖像相乘而產(chǎn)生的MR照片中的動態(tài)信 息的模糊。欠掃描的MR圖像中的模糊會導(dǎo)致動態(tài)信息的擴散。


下面借助附圖詳細描述本發(fā)明。在此示出圖1示出按照本發(fā)明的用于產(chǎn)生高時間分辨率的MR血管造影的方法的流 程圖，圖2示意性示出根據(jù)圖1的方法對各原始數(shù)據(jù)和圖像的處理，圖3示意性示出K域的徑向二維拍攝模式，圖4示出在轉(zhuǎn)換到笛卡爾坐標系之前徑向拍攝的K域點。
具體實施方式
首先考慮圖1和圖2來詳細描述本發(fā)明的方法。該方法從步驟10開始。 在步驟11中用徑向拍攝技術(shù)為K域或原始數(shù)據(jù)空間填充數(shù)據(jù)，其中從該徑向 拍攝技術(shù)中得到被拍攝K域的非常量密度。如圖2所示，總共拍攝了 N個不同 的欠掃描原始數(shù)據(jù)。在圖2中所選擇的顯示中，每個原始數(shù)據(jù)組20都示出一個 不同的軌跡21,由此表示對不同的原始數(shù)據(jù)拍攝了不同的投影。在圖3中例如 示出具有不同投影的K域的二維徑向?qū)ΨQ拍攝。在該徑向?qū)ΨQ拍攝中，沿著穿 過K域中心的投影21以等間隔采集一個測量值，其中對每個原始數(shù)據(jù)組使用 多個投影21 (例如圖3的星形)。對于圖2的不同原始數(shù)據(jù)組20使用不同的投 影21,從而總體上拍攝了大量的不同的K域點。這意味著例如對于不同的原始 數(shù)據(jù)組測量如圖3所示的彼此相對旋轉(zhuǎn)的星形。從圖3還可以看出，所拍攝的 K域點的密度在二維情況下與k成正比地下降。在K域的三維拍攝中，采用通 過K域球的不同投影。在這種情況下，所拍攝的K域的密度與R平方成正比地下降。所拍攝的核自旋信號m(R)在K域的拍攝密度為非常量時可以描述如 下W(kj)是加權(quán)函數(shù)，其在信號拍攝時考慮了 K域點的非常量密度。在徑向 拍攝技術(shù)中，在K域中心附近拍攝的點比在外面的點多。這個事實必須反映到 密度加權(quán)中。在二維拍攝技術(shù)中，密度加權(quán)函數(shù)應(yīng)當(dāng)與k成正比地變化以補償 徑向拍攝。在三維徑向拍攝技術(shù)中，密度補償函數(shù)必須選擇的與k平方成正比 以補償徑向拍攝技術(shù)。參照圖1,在徑向拍攝的步驟之后執(zhí)行密度補償12。在圖2中可以看出， 對所有N個拍攝的欠掃描徑向原始數(shù)據(jù)執(zhí)行密度補償。密度補償函數(shù)的精確表 示還將在本申請的下文中詳細描述。在密度補償之后，在步驟13執(zhí)行所謂的重 定格，即將拍攝的原始數(shù)據(jù)點轉(zhuǎn)換到笛卡爾坐標系中。在圖4中例如示出，在 徑向拍攝技術(shù)中如何對K域中預(yù)定的徑向間距k設(shè)置原始it據(jù)點。如圖4所示， 在徑向拍攝技術(shù)中原始數(shù)據(jù)點41不是位于笛卡爾坐標系的交叉點上，該笛卡'爾 坐標系在圖4中同樣用虛線42示出。但是為了能使用快速的圖像計算方法如快 速傅立葉變換(FFT)，數(shù)據(jù)必須位于笛卡爾坐標系中。因此必須將各個數(shù)據(jù)點 41轉(zhuǎn)換到笛卡爾坐標系中。非笛卡爾K域點到笛卡爾坐標系的插值可以通過不 同方式進行。 一種可能的插值方法在此是分別使一個徑向拍攝的K域點對應(yīng)于 最近的笛卡爾K域點的方法。該方法也稱為"最近鄰居重定格"。專業(yè)人員還 知道其他所謂重定格方法，從而在此不需要詳細列出。例如還可以使用 "Kaiser-Bessel窗重定格"或者其他插值方法來將各個K域點41轉(zhuǎn)換為笛卡爾 格式。如圖2所示，在另一個步驟中將各個原始數(shù)據(jù)組20組合為一個平均原始 數(shù)據(jù)組，其中該原始數(shù)據(jù)組具有所有單個原始數(shù)據(jù)組20的原始數(shù)據(jù)。該原始數(shù) 據(jù)組不再是欠掃描的，因為它具有遠比單個數(shù)據(jù)組20多的原始數(shù)據(jù)點。利用該 經(jīng)過平均的原始數(shù)據(jù)組，在步驟12，中同樣執(zhí)行密度補償。該密度補償用12'表 示，以表示密度補償12，和對單個原始數(shù)據(jù)組12的密度補償是不同的。在密度 補償12，中采用數(shù)量多得多的投影。此外密度補償12，還實現(xiàn)了明顯更高的位置 分辨率。同樣在步驟13，中類似于步驟13那樣轉(zhuǎn)換到笛卡爾坐標系中。在步驟 14，中對轉(zhuǎn)換后的平均原始數(shù)據(jù)進行傅立葉變換。該傅立葉變換也在步驟14中對各轉(zhuǎn)換后的原始數(shù)據(jù)組進行。最后在步驟15和15'中分別形成傅立葉變換后 的數(shù)據(jù)組的絕對值。在步驟15和15，中的絕對值形成一方面導(dǎo)致產(chǎn)生N個欠掃 描MR圖像31和平均的MR圖像32。然后在下個步驟中將每個欠掃描MR圖 像與平均MR圖像32逐像素相乘。該相乘導(dǎo)致具有更好的空間和時間分辨率的 N個MR圖像33的和。此后進行非線性標度(Skalierung )步驟，優(yōu)選是形成 根以顯示高時間分辨率的MR血管造影34。造影劑的時間變化分別通過欠掃描MR圖像31給出。待顯示血管的位置 或該位置的信息包含在平均MR圖像32中。通過將各欠掃描的MR圖像與平 均MR圖像相乘，獲得高時間分辨率的圖像33 。因此圖像31可以被視為應(yīng)用 在平均MR圖像上的掩膜。該掩膜包含各個血管中的信號強度是如何隨時間變 化的信息。但通過與平均MR圖像相乘，該信息僅在總體上存在信號強度的地 方顯示出來，即在血管中而不是在血管周圍的空白區(qū)域內(nèi)顯示出來。最后各 MR圖像可以在步驟17中顯示出來，其中顯示相乘后的圖像的平方根。該方法 在步驟18結(jié)束。接著詳細描述密度補償函數(shù)。如果在二維徑向掃描模式中采用與k成正比 的密度補償函數(shù)，則可以理想地補償徑向拍攝技術(shù)的事實。但是如結(jié)合各欠掃 描原始數(shù)據(jù)組20所解釋的，這些原始數(shù)據(jù)組是強烈欠掃描的，這意味著與考慮 奈奎斯特定理相比需要拍攝少得多的數(shù)據(jù)點來獲得具有如MR圖像32和33的 分辨率的MR圖像。該欠掃描導(dǎo)致點擴散函數(shù)具有以無偽影的半徑圍繞中心部 分的清晰中心分量以及在該無偽影半徑之外的清晰條紋，該條紋一直延伸到圖 像邊緣。但是該條紋偽影在將圖像31與32相乘時會導(dǎo)致錯誤的信息。因此必 須將該條紋偽影降至最低。在K域中大的K域值代表高的信號頻率，這些信號 頻率負責(zé)MR圖像的分辨率，而小的K域值負責(zé)MR圖像的對比度。如果公式 (1)中的密度補償函數(shù)W(k)對較大的K值受限，則意味著大的K值在圖像中 被抑制。如果例如對大于預(yù)定值kO的1(選擇密度補償函數(shù)=常數(shù)，則濾波效果 隨著k的增加而上升，即對于k>kO圖像的絕對值隨著k增大而緩慢地降至0。 對于大于kO的k值，可以選擇密度補償函數(shù)為常量。 對于二維拍攝，例如如下選擇W(k):對于三維拍攝技術(shù)，W(k)可以是代替對k>k0選擇k^常數(shù)，還可以將密度補償函數(shù)選擇為對于較大的k緩慢變?yōu)?。選擇密度補償函數(shù)的另一個可能是綠<formula>formula see original document page 11</formula>最后一個例子是對于l"k0將k與Hanning濾波器相乘。 操作人員現(xiàn)在可以依據(jù)應(yīng)用設(shè)置密度補償。在此必須在信噪比和空間分辨 率之間選擇。如果減小密度補償函數(shù)的斜率，則圖像中的信噪比就會加大并使 條紋偽影減小，但是空間分辨率也減小了。不使用密度補償函數(shù)，即在恒定的 密度補償函數(shù)下，則最大信噪比通過最小的空間分辨率達到。密度補償函數(shù)可 以依據(jù)待顯示的血管結(jié)構(gòu)而變化。
權(quán)利要求
1.一種用于在磁共振設(shè)備中產(chǎn)生磁共振照片的方法，具有以下步驟用K域中的非常量密度拍攝多個欠掃描的磁共振原始數(shù)據(jù)組，進行密度補償，其中根據(jù)待顯示結(jié)構(gòu)的幾何結(jié)構(gòu)來選擇該密度補償，將欠掃描的磁共振原始數(shù)據(jù)組轉(zhuǎn)換到笛卡爾坐標系，在空域?qū)D(zhuǎn)換后的原始數(shù)據(jù)進行傅立葉變換以產(chǎn)生欠掃描的磁共振圖像，從多個欠掃描的磁共振原始數(shù)據(jù)組中產(chǎn)生平均磁共振圖像，通過將欠掃描的磁共振圖像乘以該平均磁共振圖像來產(chǎn)生所述磁共振照片。
2. 根據(jù)權(quán)利要求l.所述的方法，其特征在于，在K域中用徑向投影拍攝 磁共振原始數(shù)據(jù)組。
3. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于，對不同的欠掃描的磁共振原 始數(shù)據(jù)組采用K域中的不同徑向投影。
4. 根據(jù)上述權(quán)利要求之一所述的方法，其特征在于，所述密度補償在將原 始數(shù)據(jù)組轉(zhuǎn)換到笛卡兒坐標系之前進行。
5. 根據(jù)上述權(quán)利要求之一所述的方法，其特征在于，所述密度補償和到笛 卡兒坐標系的轉(zhuǎn)換在K域中進行。
6. 根據(jù)上述權(quán)利要求之一所述的方法，其特征在于具有步驟將由欠掃描 的磁共振圖像與平均磁共振圖像形成的乘積的非線性標度用于顯示磁共振照 片，尤其是通過形成根。
7. 根據(jù)上述權(quán)利要求之一所述的方法，其特征在于，為了進行密度補償采 用密度補償函數(shù)，其中依據(jù)待顯示的血管結(jié)構(gòu)改變密度補償函數(shù)的斜率。
8. 根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其特征在于，依據(jù)血管造影照片中待顯示 血管的空間距離來選擇所述密度補償函數(shù)的斜率。
9. 根據(jù)權(quán)利要求7或8所述的方法，其特征在于，選擇與掃描K域的密 度成反比的所述密度補償函數(shù)。
10. 根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其特征在于，與掃描K域的密度成反比 地選擇密度補償函數(shù)，直到預(yù)定值k0。
11. 根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，其特征在于，對于值k〉lc0的密度補償函數(shù)選擇為常量或者具有負斜率。
12. 根據(jù)權(quán)利要求7至11中任一項所述的方法，其特征在于，在K域的二維拍攝中，選擇與k成正比的密度補償函數(shù)。
13. 根據(jù)權(quán)利要求7至12中任一項所述的方法，其特征在于，在三維拍攝 K域時選擇與k的平方成正比的密度補償函數(shù)。
14. 根據(jù)權(quán)利要求7至13中任一項所述的方法，其特征在于，對于10k0, 將密度補償函數(shù)設(shè)置為等于0。
15. 根據(jù)權(quán)利要求7至14中任一項所述的方法，其特征在于，將密度補償 函數(shù)選擇為使得點擴散函數(shù)的中心區(qū)域窄于待顯示的血管的間距的一半。
16. 根據(jù)上述權(quán)利要求之一所述的方法，其特征在于，該方法用于產(chǎn)生造 影劑加強的血管造影磁共振圖像。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種用于在MR設(shè)備中產(chǎn)生MR照片的方法，具有以下步驟用K域中的非常量密度拍攝多個欠掃描的MR原始數(shù)據(jù)組，進行密度補償，其中根據(jù)待顯示的解剖結(jié)構(gòu)來選擇該密度補償，將欠掃描的MR原始數(shù)據(jù)組轉(zhuǎn)換到笛卡爾坐標系，在空域?qū)D(zhuǎn)換后的原始數(shù)據(jù)進行傅立葉變換以產(chǎn)生欠掃描的MR圖像，基于多個欠掃描的MR原始數(shù)據(jù)組產(chǎn)生平均MR圖像，通過將欠掃描的MR圖像與該平均MR圖像相乘來產(chǎn)生所述MR照片。
文檔編號G01R33/56GK101256226SQ200810082010
公開日2008年9月3日 申請日期2008年2月26日 優(yōu)先權(quán)日2007年2月26日
發(fā)明者彼得·斯派爾, 彼得·施米特, 索尼亞·尼爾斯-瓦利斯平 申請人:西門子公司